Преимуществом данной схемы по сравнению с аналоговой является отсутствие дискретных компонентов и, как следствие, гораздо меньшие частотные, временные и температурные погрешности сдвига фаз.

Временная диаграмма для данной схемы приведена на рис. 1.28.

Рис. 1.28 Временная диаграмма работы формирователя квадратурного сигнала

Как видно из данной диаграммы, частота опорного сигнала должна быть выше частоты результирующих сигналов в четыре раза. Таким образом, для работы допплеровского прибора в диапазоне 2 МГц частота на выходе опорного генератора должна составлять 8 МГц, для 4 МГц – 16 МГц, и для 8 МГц – 32 МГц.

При построении приборов, работающих на частотах свыше 20 МГц, частота опорного генератора становится выше 80 МГц. При проектировании блоков генератора, формирователя квадратурного сигнала и смесителя, работающих на таких частотах, предъявляются повышенные требования к разводке печатной платы, ее экранировке, которые трудно обеспечить. Поэтому возникает отклонение разности фаз сигналов, подаваемых на квадратурный детектор от , что приводит к проникновению этого отклонения в выходной сигнал, и, как следствие, к искажениям результатов обработки допплеровского сигнала.

Так, если сигнал, подаваемый на детектор прямого канала, имеет вид , а сигнал, подаваемый на детектор квадратурного - , т.е. имеется ошибка сдвига опорного сигнала от величины , то в этом случае выражение для отфильтрованного квадратурного сигнала приобретает вид:

Как нетрудно заметить, полученное выражение легко преобразуется в следующее:

Т.е. квадратурный сигнал в этом случае содержит часть прямого сигнала. Это – случай так называемого "пролезания" или отсутствия разделения каналов. Сдвиг этого сигнала на аналоговым или цифровым способом и проведение над полученным результатом суммарно-разностной операции уже не приведет к полному разделению сигналов прямого и обратного кровотока, и результаты расчетов спектрограммы и индексов будут искажены.

На рис. 1.29 приведена смоделированная спектрограмма для случая . Для примера на рис. 1.30 приведена таже самая спектрограмма для .

Рис. 1.29 Спектрограмма сигнала при наличии отклонения сдвига фаз опорного сигнала квадратурного детектора от величины

Рис. 1.30 Спектрограмма сигнала при отсутствии отклонения сдвига фаз опорного сигнала квадратурного детектора от величины

Ультразвуковой спектроанализатор

Для количественной оценки параметров исследуемого кровотока применяются алгоритмы цифровой обработки сигналов (ЦОС) и, в частности, БПФ с последующим построением спектрограммы на экране монитора. Сигналы с выходов полосовых фильтров квадратурного детектора рис 1.23 дискретизируются посредством двухканального АЦП и подаются на вход блока ЦОС. Спектрограмма исследуемого кровотока представляет собой спектральную плотность мощности его компонентов. Эта плотность мощности вычисляется обычно с помощью метода периодограмм, т.е. взвешиванием непрерывного потока данных с помощью той или иной временной функции, вычисления БПФ (т.н. кратковременного БПФ), вычисления модуля комплексного результата БПФ и отображения полученного результата с помощью функции гамма коррекции.

По результатам полученной спектрограммы, а точнее, ее огибающей, рассчитываются так называемые индексы, являющиеся количественной оценкой исследуемого кровотока. Строго говоря, для вычисления индексов расчет и построение спектрограммы не обязательны, так как для получения огибающей вполне пригодны другие методы, не требующие таких вычислительных затрат, как БПФ. Необходимо отметить, что выделение огибающей может быть произведено в аналоговой форме. Такой подход характерен для некоторых портативных УЗ приборов, а также устаревших аппаратов, т.е. для тех приборов, где расчет БПФ либо затруднен, либо является излишним из-за отсутствия средства отображения спектрограммы. Такие приборы могут быть классифицированы как детекторы огибающей.

Алгоритмы ЦОС могут быть реализованы как аппаратно с применением цифровых процессоров обработки сигналов (ЦПОС), так и программным образом, благодаря достаточной для этих целей производительности современных процессоров персональных компьютеров.

Аппаратная реализация ЦОС оправдана там, где производительности универсального процессора не хватает на одновременную обработку принимаемых данных, расчет параметров и вывод информации на экран. Это характерно для дешевых или портативных специализированных решений УЗ допплеровской аппаратуры.

Например, для отображения на экране Nг = 400 линий по горизонтали для двух каналов за время Тэ = 2 с, максимально допустимое время вычисления одной спектральной составляющей равно Т1 = Тэ / (Nг * 2) = 2,5 мс. Учитывая, что для вычисления БПФ (без учета предшествующей фильтрации и последующих взятия модуля и другой обработки) необходимо выполнить [9] комплексных арифметических операций (типа умножения со сложением), где N - количество точек БПФ (обычно N = 256), максимально допустимое время на выполнение одной такой операции равно Т0 = Т1 / М = 1,25 мкс.

Широко представленные в настоящее время специализированные цифровые процессоры обработки сигналов специально разработаны для данной цели. По сравнению с микропроцессором 486DX2-66, производящего расчет 1024 точечного БПФ за 20 мс, ЦПОС ADSP2101 с циклом в 60 нс решает ту же задачу за 2,23 мс, т. е. на порядок быстрее.

Одно из возможных аппаратных решений допплеровского спектрального индикатора скорости кровотока представлено на рис. 1.31.

Рис. 1.31 Структурная схема аппаратной реализации допплеровского спектрального индикатора скорости кровотока.

Здесь РК - блок радиоканала, обеспечивающий запитку УЗ датчика, съем с него информации, усиление сигналов высокой и низкой частоты, выделение допплеровских сигналов и перенос последних с несущей частоты в низкочастотную область. ЦПОС – блок сигнального процессора, выполняющий квантование аналоговых доплеровских сигналов по времени, дискретизацию по амплитуде и вычисляющий спектральные составляющие посредством БПФ. ПК решает задачу отображения вычисленных спектральных составляющих на экране, рассчитывает численные параметры кровотока и документирует результаты измерения.

Блок ЦПОС обычно выполняется в виде платы расширения, установленной внутри ПК, т.е. обмен между ЦПОС и ПК происходит по внутренней шине ПК, что обеспечивает необходимую скорость пересылки данных для отображения спектра в реальном масштабе времени. Например, для шины ISA пересылка слова данных по шине с тактовой частотой Fт = 4,33 МГц занимает как минимум четыре цикла шины, а пересылка всей спектрограммы (два канала) - Т3 = (4 * N * Nг * 2) / Fт = 200 мс. Все остальное время Т4 = Тэ - Т3 = 90 % Тэ процессор IBM PC тратит на отображение спектрограммы и расчет параметров кровотока.

Пример структурной схемы такой платы показана на рис. 1.32.

Рис. 1.32 Структурная схема платы ЦПОС.

Специальная часть

Разработка функциональной схемы измерителя

Особенность УЗДП состоит в использовании в качестве зондирующего сигнала механических вибраций, передаваемых в тело человека. В процессе работы прибора производятся механические колебания элементов тканей на поверхности тела. Распространение ультразвука зависит от плотности, структуры, однородности, вязкости и сжимаемости тканей. Интегративным отражением этих свойств является акустический импеданс(АИ) ткани. АИ характеризует степень сопротивления среды распространению УЗ. АИ= d*c, где d – плотность среды (кг\м³), с – скорость распространения УЗ в среде. Циклическое движение элементов тканей на поверхности, производимое пьезоэлектрической пластиной, вызывает свою очередь, силовые воздействия на элементы тканей с более глубоких слоев, и, соответственно, их циклическое перемещение и т.д. Таким образом, за счет передачи силовых воздействий сжатия-растяжения между соседними элементами тканей возникает передача механических вибраций в тело человека, называемое УЗ волной.

В настоящее время в УЗДГ применяется УЗ с частотами до 20 МГц, Так, например, при УЗ обследований головы используют самые низкие частоты порядка 0.5 - 2 МГц, при обследовании периферических сосудов - до 10 МГц, в офтальмологии - до 15 МГц. А чем выше частота, тем ниже минимальная регистрируемая скорость, поэтому ,применяемые в настоящее время УЗДП, имеют ограничения на минимальную регистрируемую скорость.

Указанное ограничение возникает по двум причинам:

• из-за зависимости доплеровского сдвига от частоты излучения;

• из-за необходимости фильтрации принимаемого сигнала.

Допплеровский сдвиг (разность частот излучаемого и принимаемого сигнала) прямо пропорционален частоте УЗ сигнала, на которой проводится исследование кровотока - т.е. чем ниже частота УЗ, тем меньше допплеровский сдвиг, получаемый при обследовании одного и того же кровотока на различных частотах.

Так, среднее значение минимальной регистрируемой скорости для УЗДП, работающего на частоте 8 МГц, составляет 2 см/с, что, но меньшей мере, вдвое больше величины, характерной для кровотока в малых венах, и более чем на порядок превышает скорость кровотока в капиллярах (табл.1).

Таблица 1. Средняя скорость движения крови в различных сосудах.

Ограничения, налагаемые на частотный диапазон существующих допплеровских измерителей скорости кровотока, обусловлены, в основном, двумя причинами:

сложностью получения приемлемых параметров УЗ преобразователя, выполненного на основе пьезокерамики, для работы на частотах свыше 10 МГц. Толщина пьезокерамической пластины, используемой в качестве активного элемента, составляет половину длины волны, и на частотах свыше 10 МГц становится меньше 0.2 мм. Из-за существования пор в объеме керамики, напыляемые на противоположные поверхности пьезокерамической пластины электрические контакты образуют электрические соединения друг с другом через эти поры, и такой преобразователь становится непригодным для работы;

существующие в настоящее время схемы построения блоков обработки сигналов УЗ преобразователей (в диапазоне до 16 МГц) предполагают производить эту обработку непосредственно в ВЧ области, что приводит к усложнению схемы, ужесточению требований к параметрам ЭРЭ и, как следствие, к заметному удорожанию всего допплеровского комплекса.

Упрощенная блок схема непрерывно-волнового НЧ УЗ индикатора показана на рисунке 2.1.

1

2

3

5

6

4

рис 2.1 Блок схема непрерывно-волнового допплеровского индикатора скорости кровотока

где 1 - Малошумящий усилитель 2 - НЧ фильтр 3 - Фазовый детектор 4 - Генератор 2 МГц 5 - Усилитель 6 - АЦП

Рассмотрим работу данной схемы:

Вырабатываемый задающим генератором 4 сигнал подается на вход излучающего преобразователя и излучается в виде акустической волны, сфокусированной по направлению исследуемого сосуда. Отраженный сигнал, несущий информацию о движении форменных элементов крови в данном сосуде, преобразуется приемным элементом УЗ датчика, расположенным вокруг излучающего, усиливается усилителем с малым уровнем шумов 1 и детектируется фазовым детектором 3, управляемым задающим генератором 4. Отражение УЗ происходит на границе раздела сред с различными АИ, причем величина отражения УЗ прямо пропорциональна разности АИ сред. Генератор устройства собран на транзисторе VT1. Рабочая точка генератора определяется сопротивлением резисторов R8C4. Максимально достигаемая с помощью генератора мощность ограничена величиной тока высокой частоты (2 МГц), проходящей через кварц. Слишком большой ток высокой частоты нагревает кристалл, что отрицательно сказывается на стабилизации частоты. Поэтому генератор рассчитан на небольшую мощность (порядка 8мВт), но при высокой стабильности колебаний. Требуемую мощность получают в следующем каскаде, собранном на транзисторе VT2, по схеме с разделенной нагрузкой. Рабочая точка каскада определяется соотношением резисторов R10R11. В цепь эмиттера включен излучающий пьезоэлемент. В цепь коллектора параллельный колебательный контур, настроенный на частоту генератора (2 МГц) с которого опорный сигнал поступает на фазовый детектор.

Усиленный малошумящим усилителем 1 сигнал далее фильтруется полосовым фильтром 2 для устранения низкочастотных помех, возникающих вследствие отражения УЗ сигнала от медленно движущихся стенок сосуда (амплитуда сигнала от которых на несколько порядков выше амплитуды полезного допплеровского сигнала) и высокочастотного шума и подается затем на усилитель 5 и далее на АЦП.

Необходимость низкочастотной фильтрации вызвана наличием мощных низкочастотных составляющих в спектре принимаемого УЗ сигнала, обусловленным различными артефактами (колебаниями стенок сосудов, так называемым "пролезанием" сигнала с выхода передатчика на вход приемника, что особенно характерно дня прибора, работающего в непрерывном режиме).

Схема фазового детектора детектирует разность фаз двух сигналов, так что при наличии разности фаз могут быть приняты определенные меры по корректированию. Фазовый детектор часто называют также фазовым дискриминатором или частотным компаратором. Схема фазового детектора близка к схеме дискриминатора(демодулятора) ЧМ-сигналов, а их основные рабочие характеристики практически идентичны.

Подлежащий анализу сигнал прикладывается к входной обмотке L₄ и трансформируется во вторичную обмотку L₅. Вторичная обмотка шунтируется конденсатором переменной емкости С₁, благодаря чему образуется параллельный резонансный контур, настроенный на частоту контрольного (опорного) сигнала, который прикладывается к первичной обмотке L₂ трансформатора и наводится на L₃.

Если оба сигнала имеют идентичные частоты, то при хорошей балансировке системы, прикладываемые к диодам сигналы одинаковы. Каждый диод проводит через полупериод, вследствие чего через диоды протекают пульсирующие токи. Однако пульсации напряжения на резисторах R₁₃ и R₁₄ сводятся к минимуму благодаря фильтрующему действию конденсаторов С₇ и С₂, так что через R₁₃ и R₁₄ протекают практически постоянные токи. Вследствие использования центрального отвода в обмотке L₅ и равенства резисторов R₁₃ и R₁₄ падения напряжений на этих выходных резисторах равны и противоположны по знаку; поэтому при равенстве частот сигналов выходное напряжение равно нулю.

Индуктивность L₃ не связана с L₄, т.е. она является вторичной обмоткой трансформатора L₃L₂.

Поскольку катушка L₃ связана с входом и выходом системы, каждый диод подвержен воздействию двух сигналов: опорного и входного. Однако общее напряжение на каждом диоде является не арифметической, а векторной суммой напряжений сигналов. Это объясняется тем, что падение напряжения E_L5 на нижней половине вторичной обмотки, отсчитываемое от средней точки этой обмотки, опережает на 90⁰ ток I_к , протекающий через эту часть обмотки, по этой же причине падение напряжения Е_L5 на верхней половине вторичной обмотки, также отсчитываемое от средней точки этой обмотки, должно отставать от вектора I_k на 90⁰;

Если входной сигнал на L₄ отличается от опорного сигнала на L₂, то фазовые соотношения сигналов в рассматриваемом компараторе изменяются, в результате чего один из диодов проводит лучше другого. Поэтому падение напряжения на одном из выходных резисторов становится больше падения напряжения на другом резисторе и их суммарное падение напряжения перестает быть равным нулю, причем его величина и полярность зависят от разности этих падений напряжений.

При изменении частоты входного сигнала колебательный контур L₅C₁ выходит из резонанса и ток I_k во вторичной обмотке не изменяется в фазе с э.д.с. E_инд. Это объясняется тем, что колебательный контур на частоте выше или ниже резонанса имеет индуктивное или емкостное сопротивление. Но между I_k и Е_L5 сохраняется разность фаз, равная 90⁰. В результате этого напряжение на диоде VD1 увеличивается а на диоде уменьшается. В этом случае диоды проводят неодинаково, и на выходе компаратора появляется напряжение.

Изменение частоты входного сигнала в другом направлении приводит к увеличению Е_VD2 и уменьшению Е_VD1. Появляется выходное напряжение, полярность которого противоположна полярности напряжения, образующегося в предыдущем случае.

Однако перед подачей принятого сигнала на детектор, его необходимо усилить т.к. сигнал очень слаб. Для этого используется малошумящий усилитель с малым дрейфом.

С выхода фазового детектора сигнал, через усилитель на микросхеме К224ПП1, поступает на АЦП. С АЦП оцифрованный сигнал с помощью интерфейса RS-232C поступает на блок ЦПОС.

При относительно медленной передаче сигналов (порядка сотен битов в секунду) наиболее подходящим является стандарт RS-232C. Этот стандарт определяет уровни сигналов обеих полярностей, а величины гистерезиса и времени запаздывания обычно задаются входными формирователями (для выходного формирователя нужны источники питания отрицательной и положительной полярностей, а для входного преобразователя это не обязательно). Типовая структура приведена на рисунке 2.1.2.

1488 RS-232C 8Т16

ТТЛ ТТЛ

330 пФ

рис. 2.2.

Надо отметить, что при конденсаторе нагрузки емкостью 330 пФ обеспечиваются времена нарастания и спада на уровне менее 1 мкс. Стандарт RS-232C широко используется при передаче данных между терминальным оборудованием и ЭВМ со стандартизованными скоростями в диапазоне от 110 до 19200 бит/с. Полный стандарт определяет даже распайку контактных выводов сверхминиатюрного 25-контактного разъема типа D и обычно используется при передаче данных в стандарте IEEE422/

Применение ПК в медицинской диагностической аппаратуре не только имеет своей целью универсализацию используемого врачами оборудования, но и снижение его стоимости, что особенно актуально дан российской медицины. Главная проблема, которую решает применение ПК в разрабатываемом приборе - это возможность построения аппаратуры обработки данных с минимальными затратами. Возможности современных процессоров позволяют производить сложные вычисления в реальном масштабе времени, что раньше было под силу только специализированным цифровым процессорам обработки сигналов (ЦПОС).

Разработка принципиальной схемы измерителя

f₀ 1

3

V 



2

45 6 7 8

f₂

f_g

f₀

рис 2.3 Структурная схема УЗ измерителя скорости кровотока с использованием эффекта Допплера.

Измерительный участок этих устройств содержит два установленных на теле пьезоэлектрических преобразователя 1 и 2 с диаграммами направленности, пересекающимися на оси кровотока или в точках сечения, где скорость равна средней скорости потока. Для получения максимальной чувствительности углы между осями главных лепестков диаграмм направленности преобразователей и направлением потока устанавливаются дополнительными до 180⁰. Излучающий преобразователь 1 возбуждается генератором 4 синусоидальных колебаний. Непрерывные УЗ колебания с частотой f₀ рассеиваются на неоднородностях потока, которыми могут служить эритроциты в крови. Перемещающиеся вместе с потоком рассеиватели можно рассматривать как вторичные источники УЗ колебаний с частотой

f₁=f_{0 ,}

где v – скорость перемещения рассеивателя; с – скорость звука в контролируемой среде;  - угол ввода УЗ колебаний в поток.

Вторичные УЗ звуковые колебания, возникающие в области 3, достигают приемный преобразователь 2 и воспринимается как колебания с частотой:

f₂=,

Центральная частота доплеровского спектра определяются как разность

f_д=f₀ – f₂=.

Непрерывные УЗ колебания, воспринятые преобразователем 2, преобразуются в электрические и через усилитель 5 поступают на вход смесителя 6 частоты, на второй вход которого подается частота возбуждения f₀. Фильтр нижних частот 7 используется для выделения допплеровской частоты f_д, которая регистрируется частотомером 8.

Если учесть, что объемный расход Q через измерительный участок круглого сечения диаметром D связан со скоростью потока в озвучиваемой области соотношением:

,

где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости потока со скоростью рассеивателя, то статическая характеристика допплеровского УЗ измерителя скорости кровотока может быть представлена в виде

Практические схемы допплеровских УЗ измерителей несколько сложнее изображенной на рис 2.3. В них производится учет «размытия» допплеровского спектра из-за конечности угловой ширины  характеристик направленности преобразователей. Благодаря различию проекций скоростей вторичных источников УЗ колебаний на границы озвученных областей отраженный от области 3 сигнал будет содержать спектр частот от до .

Ширина допплеровского спектра равна:

,

После несложных тригонометрических преобразований:

=,

откуда следует, что ширина спектра пропорциональна угловой ширине диаграммы направленности. Увеличение диапазона выходной частоты УЗ расходомера за счет «размытия» спектра, что в свою очередь, приводит к ухудшению помехоустойчивости устройства. Для ослабления помех, сопутствующих отраженному сигналу, в ряде практических реализаций используют автоматические системы фазовой или частотной подстройки частоты.

К методическим погрешностям допплеровских устройств в первую очередь относится сильная зависимость измерительной информации от изменений скорости звука в контролируемой среде. Неравномерность распределения рассеивателей в озвучиваемом объеме, а также нарушение условия их гидродинамической пассивности относительно потока приводят к существенной случайной погрешности. Малый КПД преобразования (отношение энергии отраженных УЗ колебаний к возбуждению) требует больших мощностей возбуждения. Для допплеровских измерителей скорости кровотока характерна сильная зависимость показаний от профиля скоростей в вене или артерии, так как они не являются датчиками интегрирующего типа.

Практические схемы доплеровских измерителей, основанные на различных компенсационных методах, не одинаково реализуют приведенные выше достоинства.

В схеме показанной на рис.2.4, направления УЗ луча и потока составляют угол, близкий к прямому.

1 2 3 7 4 5 8 9

6

рис. 2.4 Типовая структурная схема измерения сноса УЗ колебаний

Генератор 1 непрерывных колебаний рабочей частоты возбуждает излучающий пьезопреобразователь 2. Приемный пьезопреобразователь 3 составлен из двух идентичных пьезоэлементов, сориентированных таким образом, что в неподвижной крови интенсивности УЗ колебания вблизи лицевых поверхностей одинаковы. С появлением движения скорость звука с и осредненная по длине луча скорость кровотока v геометрически суммируются, и направление распространения УЗ колебаний отклоняется от начального на угол , величина которого определяется соотношением

=arcsin v/cv/c

Для увеличения чувствительности этих устройств УЗ колебания, прежде чем достичь приемного преобразователя, испытывают несколько отражений от внутренней поверхности артерии. В этом случае снос луча у лицевой поверхности приемного преобразователя выражается формулой:

d=DNDN(v/c),

где D – внутренний диаметр артерии, N – число отражений УЗ колебаний.

Отношение изменения интенсивностей УЗ колебаний на приемных пьезоэлементах I к начальной интенсивности I₀ в неподвижной среде можно считать пропорциональным отношению сноса к средней ширине УЗ луча на приемном преобразователе, т.е.

,

где k – постоянный коэффициент.

При этом допущении оказывается, что изменение интенсивностей на приемных пьезоэлементах является мерой скорости потока в озвученной области среды.

Выражая скорость потока через расход, получаем упрощенную статическую характеристику метода:

,

где m – коэффициент, учитывающий несовпадение средней скорости кровотока со скоростью усредненной вдоль УЗ луча.

Сигналы с приемных пьезоэлементов поступают на дифференциальный усилитель 4, выходное напряжение которого выпрямляется с помощью детектора 5 и регистрируется индикатором 6.

Для исключения зависимости выходного напряжения от скорости звука схему обычно дополняют импульсно-циклическим измерителем скорости звука и арифметическим устройством для коррекции результатов измерений. импульсно-циклический скоростемер включает в себя дополнительный пьезопреобразователь 7, излучающий импульсы перпендикулярно оси артерии, и генератор 8 возбуждающих импульсов, образующих единую замкнутую цепь – «синхрокольцо». В системе «синхрокольца» каждый УЗ импульс, отразившись от стенки артерии, воспринимается преобразователем 7 и вновь запускает генератор. Частота следования импульсов в этом устройстве, пропорциональная скорости звука в контролируемой среде, вместе с выходной информацией измерителя сноса поступает на вход арифметического устройства 9, корректирующего результаты измерений. Однако, поскольку контролируемая среда – кровь – имеет вполне определенную скорость распространения звука, то данная схема не представляет собой актуальную разработку.

Фазовый метод измерения характеризуется использованием непрерывных УЗ колебаний. В основе фазовых схем лежит сопоставление сдвига фаз колебаний, прошедших через поток. Статическая характеристика фазовых УЗ измерителей имеет вид:

=

t



 6

1 2

3 4 5

7 8

рис.2.5 Схема электронной коррекции в фазовых УЗ скорости кровотока

Первичный преобразователь этого УЗ прибора имеет два измерительных участка 1 и 2, содержащие волноводы в виде призм. Излучающие преобразователи возбуждаются генератором 3 непрерывных УЗ колебаний через широтно-импульсный модулятор 4, на низкочастотный вход которого от управляющего генератора 5 поступают прямоугольные импульсы длительностью ₁. Прямоугольные пакеты колебаний, пройдя контролируемую среду, преобразуются приемными преобразователями в электрические сигналы и подаются на вход коммутатора 6. Управляющие входы коммутатора и фазометра 7 подключены к инвертирующему выходу управляющего генератора, который открывает их на время ₂=Т-₁, где Т – период следования управляющих импульсов. Длительности пакетов приемных сигналов меньше излученных и составляют:

_П1=Т – t₁ - ₂,

_П2=T – t₂ - ₂,

где ₂ – задержка в волноводе.

С увеличением скорости звука пакеты импульсов, поступающие на фазометр, расширяются, а длительности импульсов в них, определяемые разностью фаз колебаний, уменьшаются. Фазометр нормирует амплитуды импульсов в пакетах на уровне U_ф и усредняет их, поэтому напряжение, регистрируемое вольтметром 8, остается неизменным при колебаниях скорости звука в среде.

Оптимальное значение периода управляющих импульсов Т, при котором происходит полная автоматическая компенсация показаний устройства, определяется зависимостью Т=2t₀+₂, где t₀ – время распространения УЗ колебаний в неподвижной среде.

При использовании преобразователей без преломления на основе этого способа может быть произведена компенсация температурных нестабильностей скорости звука.

Малая чувствительность фазовых схем в совокупности с невысокой точностью измерений угла сдвига фаз (погрешность 0,5-1%),затрудняет создание на основе этого метода измерителей скорости кровотока, однако этот метод представляется наиболее удобным с точки зрения практической реализации и компенсации различных погрешнстей.

Анализ метрологических характеристик

Погрешность расчета индексов складывается из погрешности проведения эксперимента, погрешности датчика, погрешности аналогового блока, погрешности АЦП и погрешности обработки цифрового сигнала.

Средняя скорость

Как было указано выше, измерение средней скорости возможно только при равномерном облучении сосуда. Проведенные на имитаторе опыты показали что, при условии достаточной ширины УЗ пучка, охватывающего сосуд и четкой локализации этого сосуда, средняя скорость может быть измерена с погрешностью менее 10% в непрерывном режиме. Эта погрешность для импульсного прибора немного выше и зависит от формы импульса. Четкая локализация сосуда означает отсутствие сильных возмущений УЗ пучка. На практике довольно трудно обеспечить равномерное облучение сосуда и результирующая погрешность может достигать величины 50%.

Метод вычисления средней скорости на основе данных о максимальной скорости, предполагает прохождение УЗ пучка через центр исследуемого сосуда. Этого можно достичь, наблюдая спектрограмму (сонограмму) и прослушивая высоту тона допплеровского сигнала Необходимо также иметь данные о форме распределения составляющих кровотока по сечению сосуда. Для некоторых случаев это распределение хорошо аппроксимируется параболой, данные для некоторых других сосудов можно взять из литературы. Максимальная скорость часто может быть измерена с погрешностью менее 5%. Эксперименты с имитатором потока показали, что средняя скорость также может быть измерена с погрешностью 5% для непрерывного излучения и 10% для импульсного.

Угол наклона датчика

Если кровеносный сосуд обладает достаточно прямой формой, угол между осью УЗ пучка и этим сосудом может быть измерен с погрешностью 2 - 3 градуса. В таблице показано, как погрешность в 3 градуса при задании угла отражается на вычислении средней скорости. Отсюда следует вывод о необходимости тщательного измерения и установки угла наклона датчика.

Таблица 1. Погрешность измерения скорости для различных углов наклона датчика.

Если же сосуд изогнут, задача измерения угла наклона датчика осложняется. Также нельзя гарантировать, что кровяные тельца в таком сосуде движутся параллельно стенкам сосуда.

Сечение датчика

В таблице погрешности измерения площади поперечного сечения сосуда из-за ошибки в измерении диаметра. Из этой таблицы видно, что указанные ошибки достаточно высоки особенно для малых сосудов.

Таблица 2. Погрешность измерения площади поперечного сечения сосуда для сосудов различного диаметра.

Дополнительным источником погрешности является изменение площади поперечного сечения пульсирующей артерии. Изменение в 10% характерно для крупных сосудов.

Высокочастотный фильтр

Для того, чтобы уменьшить влияние на результаты измерения очень сильного эхо-сигнала отраженного от стенок сосуда, этот сигнал обычно отфильтровывается высокочастотным фильтром. Этим же фильтром убираются низкочастотные составляющие от медленно движущейся крови. Обычно применяется фильтр с перестраиваемой частотой среза.

Движение сосуда

Изменение или даже потеря допплеровского сигнала может быть обусловлена движением исследуемого сосуда при дыхании.

Турбулентность

Это явление присуще даже нормальным сосудам и становиться сильно выраженным для сосудов с патологией из-за изменения структуры сосуда. Наличие турбулентности на сонограмме затрудняет нахождение средней скорости в сосуде вплоть до невозможности решения этой задачи. Любой признак наличия турбулентности в сосуде ставит под сомнение правильность измерения средней скорости.

Расширение спектра

Как показали эксперименты, проводимые на имитаторах потока, эффект спектрального расширения в довольно слабой степени влияет на результаты измерения.

Ошибки измерения индексов

Довольно трудно или вообще невозможно добиться равномерного облучения исследуемого сосуда (особенно крупного). Изменение чувствительности непрерывно-волнового датчика зависит и от приемного и от передающего элементов, а также, от их взаимного расположения и ориентации. Evans и Рarton (1981) и Douville с соавторами (1983) опубликовали результаты исследования диаграмм направленности таких датчиков, причем в обоих случаях отмечались существенные различия характеристик этих датчиков, выпущенных даже одним и тем же производителем.

Обычно исследования проводятся по «наилучшему» сигналу, наблюдаемому на мониторе. В этом случае, вероятность перекрытия УЗ лучом центра сосуда довольно велика. Если сечение сосуда достаточно мало, УЗ пучок полностью перекрывает его и спектр содержит информацию о всех составляющих кровотока. В противном случае, часть сосуда остается вне диаграммы направленности и допплеровский спектр, а также индексы, рассчитываемые на его основе, оказываются несостоятельными.

Главным выводом является то, что неравномерное облучение исследуемого сосуда серьезным образом влияет на форму допплеровского спектра, что, в свою очередь, приводит к неправильному расчету индексов.

Анализ огибающей допплеровского сигнала

Целью анализа допплеровского сигнала является выявление отклонений его формы от нормальной. Характер этих отклонений может свидетельствовать о наличие тех или иных физиологических или патологических нарушений в состоянии исследуемого сосуда.

Задачу анализа допплеровского сигнала можно разбить на три этапа: прием и предварительная обработка этого сигнала, выделение параметров сигнала и классификация. Прием, в частности, заключается в выделении некоего вектора, например, огибающей скорости кровотока, или спектра мощности допплеровского сигнала, описывающего кровоток в исследуемой артерии. Второй этап состоит в выделении характерных параметров исходного вектора и вычислении на их основе нового вектора, компонентами которого являются, например, индекс пульсации и индекс спектрального расширения. И, наконец, классификация заключается в принятии решения о нормальном или патологическом состоянии исследуемого сосуда.

Необходимо отметить, что каждый последующий этап зависит от предыдущего, поэтому различные методы исследования сосудов, различные метолы цифровой обработки и различные алгоритмы расчета огибающей в совокупности будут влиять на результаты и на качество обработки последующих этапов.

Опытный специалист может много сказать о состоянии исследуемого сосуда только по аудио сигналу допплеровского сдвига или по виду спектрограммы. В этом случае довольно затруднительно бывает определить точную причину того или иного заключения.

С другой стороны, объективные методы не полагаются на оценку пользователя, они должны обеспечить свободный обмен медицинскими методиками между различными учреждениями, и могут выявить скрытые изменения сигнала. В настоящее время, однако, большинство объективных методов сосредоточено на одной стороне сонограммы (например, на огибающей) и могут игнорировать очевидные для человеческого взгляда вещи.

Вывод:

Исходя из вышеизложенного, ультразвуковой медицинский допплеровский прибор целесообразно рассматривать не как средство измерения скорости кровотока или его составляющих, а как средство индикации, позволяющее лишь качественно оценить состояние исследуемого сосуда в частности и сердечно-сосудистой системы в целом.

Уровень шума

Допустимые уровни шума на рабочих местах устанавливаются в соответствии с ГОСТ 12.1.003-83 и СН 3223-85. Для помещений с компьютерами выписка из санитарных норм приведена в таблице 3.

Таблица 3.

Допустимые уровни звукового давления L_ДОП на рабочем месте при работе с ЭВМ.

Таблица 3.

Уровень звука и эквивалентный уровень звукового давления в рассматриваемом помещении, где работают пользователи ИСК не превышает 50 дБА.

Характеристика помещения по опасности поражения электрическим током.

Так как в рассматриваемом помещениии нет повышенной опасности поражения электрическим током, то в качестве технической меры защиты используется защитное заземление.

В рассматриваемом помещении находится применяемое в работе компьютерное оборудование (системные блоки, мониторы, принтер, источники питания), а также медицинское оборудование которое может стать причиной поражения человека электрическим током.

Защитным заземлением называется преднамеренное электрическое соединение с землей или ее эквивалентом металлических нетоковедущих частей, которые могут оказаться под напряжением. Оно применяется в сетях с изолированной нейтралью напряжением до 1000 В и при любом режиме нейтрали в сетях напряжением выше 1000 В. Защитное заземление уменьшает напряжение на корпусе относительно земли до безопасного значения, следовательно, уменьшается и ток, протекающий через тело человека

Характеристика помещения по пожаробезопасности.

Для помещений с ЭВМ, не содержащих опасных легко воспламеняющихся материалов,

категория пожарной опасности принимается - В.

Для лаборатории должны выполняться все нормы в соответствии со СанПиН 2.09.02-85. Согласно этому помещение оснащается пожарной сигнализацией для оповещения персонала здания о своевременной эвакуации. Система эвакуации предусматривается стандартной в многоэтажном здании с коридорной системой.

В результате проведенного анализа было выявлено что параметры микроклимата не соответствуют санитарным нормам. Для устранения вредного фактора выбирается кондиционирование воздуха.

Кондиционирование воздуха

Согласно СНиП 2.04.05-91 вентиляцию, воздушное отопление и воздушно-тепловые завесы следует предусматривать для обеспечения допустимых метеорологических условий и чистоты воздуха в обслуживаемой или рабочей зоне помещений (на постоянных и непостоянных рабочих местах).

Кондиционирование следует предусматривать для обеспечения нормируемой чистоты и метеорологических условий воздуха в обслуживаемой или рабочей зоне помещения или отдельных его участков.

Кондиционирование воздуха следует принимать:

- первого класса - для обеспечения метеорологических условий, требуемых для технологического процесса, при экономическом обосновании или в соответствии с требованиями нормативных документов;

- второго класса - для обеспечения метеорологических условий в пределах оптимальных норм или требуемых для технологических процессов;

скорость движения воздуха допускается принимать в обслуживаемой зоне, на постоянных и непостоянных рабочих местах в пределах допустимых норм;

- третьего класса - для обеспечения метеорологических условий в пределах допустимых норм, если они не могут быть обеспечены вентиляцией в теплый период года без применения искусственного охлаждения воздуха, или оптимальных норм - при экономическом обосновании.

Обычно для обеспечения заданных параметров микроклимата целесообразно использовать вентиляцию, однако в нашем случае это не возможно из-за ряда особенностей рабочего помещения (лаборатория, медицинское оборудование и тп), поэтому мы будем использовать кондиционирование.

Полезную производительность системы кондиционирования воздуха (СКВ) определяют по максимальным избыточным тепловым потокам в помещении в теплый период года по формуле:

(1)

где L - объем приточного воздуха, м³;

c - теплоемкость воздуха, принимается 1,005 кДж/кг⁰С;

p_н - плотность приточного воздуха, принимается 1,2 кг/м³;

t_у, t_п - температура уходящего и приходящего воздуха,⁰С;

Q_изб - теплоизбытки, кДж/ч.

В помещении лаборатории имеются теплоизбытки:

Q_изб=Q_об+Q_л+Q_осв+Q_рад, (2)

где Q_об - выделение тепла от оборудования;

Q_л - поступление тепла от людей;

Q_осв - поступление тепла от электрического освещения;

Q_рад - поступление тепла от солнечной радиации.

Выделение тепла от оборудования:

Q_об=3600N_1₂, (3)

где

₁ - коэффициент использования установочной мощности, принимается 0,95;

₂ - коэффициент одновременности работы, принимаем 1;

N - суммарная установочная мощность, для данной комнаты принимается 1 кВт.

Q_об=360010,951=3420 кДж/ч.

Поступление тепла от людей:

Q_л=3600 nq, (4)

где n - количество людей, работающих в помещении;

q - количество тепла, выделенного одним человеком, принимается 545 кДж/ч.

Q_л=4545=2180 кДж/ч.

От электрического освещения поступление тепла:

Q_осв=3600Nk₁k₂, (5)

где N - суммарная установочная мощность светильников, кВт;

k₁, k₂ - коэффициенты, учитывающие способ установки светильников и особенности светильников, принимаются k₁=0,35; k₂=1,3.

Q_осв=360040,040,351,3=262,08 кДж/ч.

Тепло, поступаемое от солнечной радиации:

Q_рад=qS, (6)

где

q - удельные поступления от солнечной радиации, принимаем 135 кДж/м²ч;

S - суммарная площадь окон, м².

Q_рад=1356=810 кДж/ч.

Таким образом, в соответствии с формулами (1) и (2) расход воздуха:

L=(3420+2180+262,08+810)/[1,0051,2(20-15)] = 1106,48 м³/ч.

Определив значение требуемой производительности системы кондиционирования воздуха в помещении лаборатории, по справочнику подбираем необходимый кондиционер. Для нашей лаборатории подойдет кондиционер фирмы Toshiba JD-20 номинальной производительностью 1,5 тыс.м³/ч.

Вывод:

Анализ условий труда на рабочем месте показал, что параметры микроклимата не соответствуют принятым нормам. В качестве мероприятия по устранению влияния вредных факторов было выбрано кондиционирование. Был проведен расчет системы кондиционирования и выбран кондиционер.

Заключение

В ходе выполнения дипломного проекта мной был проведен анализ большого количества литературы и сделаны выводы о целесообразности применения приведенных в проекте решений. В аналитическом обзоре был проведен анализ существующих аналогов и направления развития допплеровских измерителей скорости кровотока. Показано, что наиболее рациональной глубиной для высокочастотных приборов, с точки зрения соотношения сигнал/шум и получения максимальной мощности отраженного сигнала, является глубина расположения исследуемых сосудов, меньшая, чем 0,5 см. Показано, что применяемые в качестве активных элементов существующих НЧ УЗ датчиков пьезоэлектрики вполне пригодны для построения УЗ допплеровских датчиков. В специальной части на основе анализа существующих структурных схем УЗ допплеровской аппаратуры разработана схема УЗ допплеровского комплекса. Для образца из пьезоэлектрического материала были произведены расчеты среза и изготовлен ультразвуковой высокочастотный допплеровский датчик для непрерывно-волнового режима работы. Рабочая частота разработанного датчика составила 2 МГц. На основе анализа существующих электрических схем была предложена электрическая схема и расчет её надежности. В экономической части был сделан вывод о целесообразности внедрения прибора в производство. В разделе безопасность жизнедеятельности был проведен анализ условий труда на рабочем месте, который показал, что параметры микроклимата не соответствуют принятым нормам. В качестве мероприятия по устранению влияния вредных факторов было выбрано кондиционирование. Был проведен расчет системы кондиционирования и выбран кондиционер. В технологической части были разработаны технические условия на проектируемое изделие, методика испытаний, а также был спроектирован испытательный стенд для изделия.

Литература:

1. Энергетическая допплерография - новая диагностическая технология визуализации кровотока. // В сб.: Новые диагностические технологии. Организация службы функциональной диагностики. - Москва. - 1996. - С.32 (соавт. В.П.Куликов).

2. Дуплексное сканирование сосудов с цветным картированием кровотока. // Методические рекомендации для врачей и студентов медицинских ВУЗов. Тип. АОЗТ “Диалог-Сибирь”. - г. Барнаул. -1996. - С. 84 (соавт. В.П.Куликов, А.В.Могозов, А.Н.Панов, С.О.Ромашин, Н.В. Устьянцева-Бородихина, Р.В. Янаков).

3. Сравнительная информативность ЦДК и ЭДК. // Новые методы функциональной диагностики (сборник научных трудов) - Барнаул. - 1997. - С.8 (соавт. Е.В.Граф, А.В.Могозов).

4. Диагностика патологии позвоночных артерий при помощи цветного допплеровского картирования и энергетической допплерографии. // В сб.: Новые методы функциональной диагностики. - Барнаул, 1997. - С.13-14 (соавт. А.В.Могозов, Н.Г.Хорев).

5. Шарапов А.А. Построение аппаратуры обработки данных на основе ЦПОС для доплеровского индикатора скорости кровотока. Микроэлектроника и информатика - 97: Часть 1. М.:МГИЭТ (ТУ). 1997. - с. 127.

6. Шарапов А.А. Применение "высокочастотных" датчиков в УЗ допплерографии.// "Электроника и информатика - 97". В 2ч. Тезисы докладов. 4.1 - М.:

МГИЭТ(ТУ),1997.-с.217.

информатизации - 99. Доклады международной конференции Информационные средства и технологии, 19-21 октября 1999г. В 3-х т.т. т.1, с. 45 - 49.

7..П. Хоровиц, У. Хилл. Искусство схемотехники, т2. , Москва, «Мир» 1986.(RS232)

8. Р. Кофлин, Ф. Дрискол. Оперционные усилители и линейные интегральные схемы. Москва, «Мир», 1979.

9. Киясбейли А.Ш. «Частотно временные ультразвуковые расходомеры и счетчики» Москва, «Машиностроение», 1984

10. Макс Ж., «Методы и техника обработки сигналов при физических измерениях» В 2-х томах. Пер. с франц. – М.: Мир, 1983

11. Сотсков Б.С. «Расчет надежности» Москва, «Машиностроение», 1984

Приложение

Данные об отечественных и зарубежных фирмах, производящих оборудование для диагностики нарушений кровообращения и измерения скорости кровотока.

«Биосс»